A_Engenharia_e_a_Biomedicina_Cap_XXXIV

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SYMPÓSIO SOBRE 
A ENGENHARIA E A BIOMEDICINA 
Coordenadores do Simpósio 
Elza Fonseca(*) e Maria Cristina Teixeira(*) 
Instituto Politécnico de Bragança 
Bragança, Portugal 
Em associação com 
5º CONGRESSO LUSO-MOÇAMBICANO DE ENGENHARIA 
2º CONGRESSO DE ENGENHARIA DE MOÇAMBIQUE 
Maputo, Moçambique 
2-4 Setembro 2008 
Editores 
J.F. Silva Gomes 
Faculdade de Engenharia 
UPorto, Portugal 
Carlos C. António 
Faculdade de Engenharia 
UPorto, Portugal 
Clito F. Afonso 
Faculdade de Engenharia 
UPorto, Portugal 
António S. Matos 
Faculdade de Engenharia 
UEM, Moçambique 
(*) 
Editores Associados para os artigos deste capítulo 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 2 
Introdução ao Simpósio 
A Engenharia e a Biomedicina é uma área do conhecimento caracterizada por um elevado 
grau de interdisciplinaridade, com a aplicação de conceitos e técnicas da Engenharia à análise 
e solução de problemas no âmbito da Biologia e da Medicina. É uma área em crescente 
evolução e expansão com o objectivo de investigar novos métodos e técnicas nas múltiplas 
vertentes de aplicação. 
O simpósio ‘’A Engenharia e a Biomedicina‘’ pretende contribuir para a divulgação de novas 
metodologias nesta área do saber, através do conteúdo das várias comunicações científicas 
enquadradas neste tema. 
Os promotores agradecem aos autores dos artigos científicos apresentados neste simpósio, a 
contribuição e o intercâmbio do saber fundamental no êxito deste Simpósio. 
Um especial agradecimento ao Professore Silva Gomes cujo esforço largamente contribuiu 
para a qualidade científica do presente congresso. 
Elza Fonseca 
Professora do Instituto Politécnico de Bragança 
Bragança, Portugal 
Maria Cristina Teixeira 
Professora do Instituto Politécnico de Bragança 
Bragança, Portugal 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 3 
REF: 36R001 
 
 
UTILIZAÇÃO DAS TECNOLOGIAS DE PROTOTIPAGEM RÁPIDA 
NA ÁREA MÉDICA 
 
Ana Filipa Antas1, F. Jorge Lino2,3(*) e Rui Neto3 
1Aluna do Mestrado em Design ESAD/FEUP, agora nos Estaleiros Navais de Viana do Castelo, Portugal 
2Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto, Portugal 
3INEGI, Portugal 
(*)
Email: falves@fe.up.pt 
 
 
RESUMO 
A Prototipagem Rápida (RP) tem sido alvo de grande interesse e muitos estudos têm sido 
realizados nos últimos anos por ser considerada uma tecnologia do futuro com um tremendo 
potencial para ser aplicada nos mais diversos sectores industriais. É hoje em dia um 
instrumento imprescindível ao desenvolvimento de novos produtos em sectores tão distintos 
como a indústria automóvel, brinquedos, cerâmica ou plásticos. 
De facto, a ampla aceitação da RP deve-se à elevada rapidez com que se obtêm protótipos 
funcionais ou para visualização (figura 1), nos mais variados materiais e com diferentes graus 
de complexidade, permitindo detectar erros de concepção numa fase inicial, onde os custos de 
desenvolvimento são ainda baixos. 
Estas vantagens têm vindo a despertar cada vez mais a curiosidade dos profissionais da área 
da saúde, que rapidamente se aperceberam que é possível encurtar significativamente os 
tempos de intervenção cirúrgica, criar ferramentas personalizadas, facilitar o diálogo com os 
pacientes e simultaneamente explorar as potencialidades que a tecnologia oferece em termos 
de design de próteses personalizadas (Dvorak, 2006; Foggiato 2006). Apesar de serem já 
muito variados os casos de intervenções de sucesso, a sua utilização na área médica é ainda 
relativamente recente, e como tal é necessário possuir as ferramentas adequadas para uma 
série de etapas que vão desde a aquisição das imagens do paciente através de meios 
complementares de diagnóstico, como RM, TAC ou TVC e conversão para CAD, até à 
realização de um modelo (protótipo ou componente final) nos equipamentos de RP adaptado 
ao mesmo (Lino, 2006). 
Na área médica, os materiais finais do componente condicionam a sua aplicação, e como tal é 
necessário que os equipamentos possam utilizar os materiais adequados, o que actualmente 
ainda é uma grande limitação. Para colmatar esta lacuna, é possível, utilizando tecnologias de 
conversão, converter o modelo num material metálico, ou outro, adequado ao fim em vista. 
Com este trabalho pretende-se mostrar o trabalho que tem vindo a ser desenvolvido no INEGI 
tendente à produção de próteses personalizadas com liberdade de design e materiais finais 
como o titânio, aço inoxidável ou outras ligas reactivas (estudou-se o processo de aquisição 
dos ficheiros stl., efeito de velocidade de arrefecimento das ceras nos moldes, composição das 
cerâmicas para “investment casting” e propriedades das ligas metálicas). A figura 2 mostra o 
protótipo da figura 1 com o implante em estereolitografia que foi utilizado para produzir um 
molde em silicone carregado com pó de alumínio, que por sua vez permitiu injectar um 
elevado número de ceras. Utilizando estas ceras e o processo de cera perdida foi possível 
obter próteses personalizadas em diferentes tipos de ligas metálicas e com diferentes tipos de 
acabamentos (ver figura 3). 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 4 
 
Figura 1- Protótipo de um crânio em estereolitografia para efeitos de visualização e treino cirúrgico. 
 
 
Figura 2 - Utilização de moldes em silicone para conversão de modelos: a) molde com o modelo em 
estereolitografia de uma região de um crânio; b) instrumentação do molde para optimização do processo de 
fabrico tendente à redução do tempo de arrefecimento das ceras neles injectadas. 
 
 
Figura 3 - Implantes em ligas não reactivas obtidas por conversão indirecta. 
 
REFERÊNCIAS 
Dvorak, P.; Rapid Prototyping a Kidney and More; Medical Design Magazine, July/August, 
2006. 
Foggiato, J. A., O Uso da Prototipagem Rápida na Área Médico-Odontológica, Tecnologia & 
Humanismo, UTFPR, Ano 20, Nº 30, 2006. 
Lino, J.; Barbado, H.; Duarte, T.; Neto, R.J.; Paiva, R., Aplicação da Prototipagem Rápida na 
Área Médica, Saúde Oral, Nº 50 Set./Outubro 2006. 
Neto, R. L., Lino, F. J., Rocha, A. B., Utilização da Prototipagem Rápida no Apoio ao 
Desenvolvimento de Novos Produtos Forjados e Fundidos”, XXVI Senafor, IX Conferência 
Nacional de Conformação de Chapas, Hotel Centro de Convenções SESC, Porto Alegre/RS, 
Brasil, 18 e 19 de Outubro de 2006. 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 5 
REF: 36R002 
 
 
ANÁLISE NUMÉRICA NÃO LINEAR DO JOELHO HUMANO 
QUANDO SOLICITADO POR IMPACTO FRONTAL 
 
Elza Fonseca1(*), Cristina Teixeira2, Luísa Barreira1 e Jorge Sá1 
1Instituto Politécnico de Bragança, Escola Superior de Tecnologia e de Gestão - Bragança, Portugal 
2 Instituto Politécnico de Bragança, Escola Superior de Saúde - Bragança, Portugal 
(*)
Email: efonseca@ipb.pt 
 
 
RESUMO 
A articulação do joelho é um sistema complexo e de grande importância no esqueleto 
humano. Para além das funções de transferência de forças, permite a estabilidade e a 
mobilidade do membro inferior. As lesões da articulação do joelho são frequentes, 
nomeadamente em modalidades desportivas que envolvam ou não contacto, através de 
distensões dos ligamentos. Um número elevado de lesões acontece ainda devido a acidentes 
provocados por colisões entre veículos e pessoas [Grzegorg et al, 2001]. Na situação de 
impacto e conforme [Yang, 2000], [EEVC, 1998], a avaliação dos limites biomecânicos do 
dano causado nas várias partes anatómicas, varia de acordo com o tipo de teste efectuado. 
O presente trabalho tem como principal objectivo efectuar uma análise numérica do 
comportamento não linear do joelho humano quando submetido a impacto frontal. Estudou-se 
o modelo anatómico do joelho de um jovem do sexo masculino com idade de 17 anos. Neste 
estudo pretende-se verificar a resistência ao impactosofrido pelo joelho com base em 
simuladores rígidos de massas diferentes, determinando o deslocamento lateral e a rotação a 
que fica sujeito. Pretende-se verificar a influência dos ligamentos nos respectivos resultados. 
O estudo numérico é efectuado com base numa análise elasto-plástica utilizando-se o 
elemento finito Shell43 do Ansys, com essas potencialidades. Para simular a presença dos 
ligamentos utilizaram-se elementos Link10. Para a modelação do contacto entre algumas 
zonas do modelo utilizaram-se os elementos finitos Targe170 e Conta174. A espessura 
utilizada no modelo de casca foi uniforme ao longo de toda a estrutura cortical. A malha de 
elementos finitos foi obtida através de um ficheiro IGS gerado com técnicas de processamento 
de imagem. A tomografia computorizada apresentada na figura 1, é a origem desse tratamento 
permitindo a obtenção do modelo em estudo, conforme descrito na referência [Sá et al, 2008]. 
 
 Tomografia computorizada Modelo CAD 3D Malha e condições fronteira. Impacto na rótula 
Fig. 1 – Modelo anatómico do joelho. 
As propriedades mecânicas consideradas na análise do osso cortical e dos ligamentos do 
joelho são as enunciadas na tabela 1, conforme referenciado por [Alsuezi, 2005] e [Ortiz, 
1999]. As propriedades consideradas para a rótula foram as referenciadas para o fémur. 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 6 
Tabela 1: Propriedades mecânicas do joelho. 
Ligamentos Osso cortical Propriedades 
MCL LCL Outros Fémur e Tíbia Perónio 
Módulo Elástico [MPa] 94.9 626 277.9 12000 9000 
Módulo Tangente [MPa] 1.1 2.7 2.73 100 78.5 
Coeficiente de Poisson 0.3 0.3 0.3 0.3 0.3 
Tensão de Cedência [MPa] 13.2 50.2 11.2 100 100 
Deformação Última % 11 10.49 8 2.5 2.5 
MCL - ligamento colateral medial, LCL – ligamento colateral lateral, 
ACL – ligamento cruzado anterior, PCL – ligamento cruzado posterior. 
Como se verifica nos resultados apresentados na figura 2, o campo de tensões e de 
deslocamentos depende da rigidez dos ligamentos. A utilização de ligamentos mais rígidos 
traduz-se em resultados inferiores no campo de deslocamentos e de tensões. 
 Deslocamento frontal [mm] Tensões equivalentes [MPa] Ligamentos com 100[mm2] 
 
Deslocamento frontal [mm] Tensões equivalentes [MPa] Ligamentos com 60[mm2] 
 
 
Fig. 2 – Resultados para uma força de impacto de 1[kN] em t=0.25[s]. 
REFERÊNCIAS 
Grzegorz T., Roman M, Knee joint injuries as a reconstructive factors in car-to-pedestrian 
accidents, Forensic Science International, Vol.124, pp.74-82, 2001. 
Yang J., Speed limit in city area and improvement of vehicle front design for pedestrian 
impact protection – A computer simulation, Technical report, Crash Safety Division, 
Chalmers Univ. of Technology, Sweden, 2000. 
EEVC-European Enhanced Vehicle-Safety Committee, Report improved test methods to 
evaluate pedestrian protection afforded by passenger cars, EEVC Working Group 17, 1998. 
Jorge Sá, Luísa Barreira, Elza Fonseca, Cristina Teixeira, Imagens tomográficas biomédicas 
aplicadas à prototipagem rápida e à criação de modelos numéricos, APAET Eds., CD and 
abstracts, 7º Encontro da APAET, Vila Real, 23-25 Jan 2008. 
A. Alsuezi, Development and Validation of an Anatomically Based Plastic-Kinematic Finite 
Element Model of the Knee Joint for Vehicle-Pedestrian Collision Injury Investigation, Int. J. 
Sci. Res., Vol.15, 2005. 
A. Ortiz, PT, MS, CSCS,The Knee, Interactive Skeleton – Sports & Kinetic, 1999. 
Perónio 
Rótula
Perónio
Rótula
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 7 
REF: 36R005 
 
 
MODELO COMPUTACIONAL DO FLUXO SANGUÍNEO NA AORTA 
ABDOMINAL E ARTÉRIAS RENAIS: IMPORTÂNCIA DA 
GEOMETRIA E DA MALHA 
 
Ana E. Silva1(*), Senhorinha F. C. F. Teixeira 2 e Pedro A. M. Lobarinhas1 
1Universidade do Minho, Depart. Engª Mecânica - Guimarães, Portugal 
2Universidado Minho, Depart. Engª de Produção e Sistemas - Guimarães, Portugal 
(*)Email: anaeduardasilva@gmail.com 
 
 
RESUMO 
O fluxo sanguíneo é marcadamente instável e variável ao longo do círculo cardíaco. Estas 
características complexas e variáveis do fluxo cardíaco são agravadas quando associadas a 
uma situação de doença vascular. A aterosclerose é a causa mais comum de doença vascular e 
caracteriza-se por um estreitamento do lúmen do vaso sanguíneo. O estudo do fluxo 
sanguíneo nas artérias é importante, como ferramenta que permita compreender a relação 
entre a hemodinâmica e o desenvolvimento de situações patogénicas (Lee and Chen, 2003, 
Taylor and Draney, 2004). 
Neste trabalho recorre-se a métodos computacionais (Computational Fluid Dynamics) para 
estudar o fluxo sanguíneo na aorta abdominal e nas bifurcações das artérias renais. Esta 
localização é considerada de particular interesse dado que tem sido demonstrado que a 
aterosclerose se estende ao longo da aorta abdominal, com principal incidência na porção 
abaixo das bifurcações das artérias renais, e ao longo das artérias renal. 
Este estudo realizado no software Fluent, em volumes finitos, pretende obter um modelo 
tridimensional capaz de descrever a distribuição das velocidades e tensões de corte durante as 
várias fases do ciclo cardíaco. Várias simplificações foram introduzidas tais como: as paredes 
das artérias foram consideradas como sendo rígidas e sem curvatura, o fluido foi assumido 
como Newtoniano e o perfil de velocidade de entrada uniforme. Os resultados computacionais 
permitiram identificar regiões de recirculação tanto nas paredes das artérias renais como na 
aorta abdominal. A localização da recirculação bem como as baixas tensões de corte têm sido 
apontadas como características que induzem o aparecimento da aterosclerose. 
Uma das grandes vantagens do uso de métodos computacionais no estudo do fluxo sanguíneo 
é a facilidade e o baixo custo de, após se implementar o modelo, serem testadas várias 
configurações do problema. Torna-se, então, importante e pertinente desenvolver estudos 
paralelos que permitam por um lado inferir acerca da validade das simplificações assumidas e 
estudar estratégias alternativas na geração do modelo. Neste caso, e depois de obtidos alguns 
resultados numéricos foi considerado de elevado interesse a optimização da malha. Segundo o 
método de volumes finitos é necessário discretizar o domínio geométrico segundo uma malha. 
A exactidão da solução computacional é bastante influenciada pela escolha do número e tipo 
de elementos. Neste caso foi feito um cuidadoso estudo comparativo de diferentes estratégias 
de geração de malhas. Concluiu-se que uma malha constituída por hexaedros originava uma 
malha com uma distribuição mais adequada e resultados mais satisfatórios. 
Outro parâmetro que pode comprometer a validade dos resultados é a geometria. De facto, 
para ser possível captar adequadamente as variações dos gradientes das velocidades na aorta 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 8 
abdominal e artérias renais, a geometria deve ser representativa das estruturas anatómicas. 
Neste estudo, a geometria foi gerada segundo modelos estatísticos presentes na literatura 
propostos por Shipkowitz et al. (1998) e Lee and Chen (2003). No entanto, existem várias 
considerações e simplificações geométricas que podem influenciar os resultados. Um 
exemplo disso, é a curvatura existente na região da bifurcação entre a aorta abdominal e 
artéria renal. Apesar de ser muito difícil inferir sobre o real valor anatómico do raio da 
curvatura é bastante improvável que existam arestas vivas nas ramificações das artérias. A 
presença de uma aresta viva induz perturbações no escoamento, que tendem a ser 
minimizadas quando se assume uma curvatura. Na Figura 1, é possível ver como a região de 
recirculaçãoé afectada pela ausência ou presença de curvatura: no caso de inexistência a zona 
de recirculação é bastante mais extensa (a) do que quando se assume uma curvatura (b). 
 
Figura 1. Contornos da velocidade axial na região da bifurcação renal para duas curvaturas distintas. 
A conjugação de uma geometria válida anatomicamente e a geração de uma malha apropriada 
obrigada a elevados e continuados esforços. A tendência que temos seguido visa a 
implementação de um modelo baseado em imagens in vivo, obtidas por Tomografia 
Computorizada (TC) ou Ressonância Magnética (MRI). 
 
REFERÊNCIAS 
Lee, D. & Chen, J. Y., Pulsatile flow fields in a model of abdominal aorta with its peripheral 
branches. Biomedical Engineering Appl., Basis & Communications, 33 (2003) 1305-1312. 
Shipkowitz, T., Rodgers, V.G.J., Frazin, L.J., Chandran, K.B., Numerical study on the effect 
of steady axial flow development in the human aorta on local shear stresses in abdominal 
aortic branches. Journal of Biomechanics, 31(1998) 995-1007. 
Taylor, C. & Draney, M., Experimental and computational methods in cardiovascular fluid 
mechanics. Annual Reviews of Fluid Mechanics, 36(2004) 197-231. 
 (a) 
(b) 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 9 
REF: 36R006 
 
 
VARIAÇÃO DA RESISTÊNCIA DO COLO DO FÉMUR EM FUNÇÃO 
DA IDADE, UTILIZANDO UM MODELO NÃO LINEAR DE 
ELEMENTOS FINITOS 
 
Cristina Teixeira1(*), Elza Fonseca2, Luísa Barreira2 
1Instituto Politécnico de Bragança, Escola Superior de Saúde - Bragança, Portugal 
2Instituto Politécnico de Bragança, Escola Superior de Tecnologia e de Gestão - Bragança, Portugal 
(*)
Email: cristina.teixeira@ipb.pt 
 
 
RESUMO 
A integridade estrutural do tecido ósseo reveste-se de particular importância clínica [Ritchie 
RO et al (2005)]. O comportamento mecânico do osso, nomeadamente a sua resistência à 
fractura, depende em grande parte das características micro-estruturais e geométricas da 
camada cortical [Augat P et al (2006)]. Com o aumento da idade, o osso cortical sofre 
alterações, registando-se uma diminuição da densidade óssea / aumento da porosidade 
[Atkinson PJ et al (1967)], [Ritchie RO et al (2005)]. Por conseguinte, observam-se alterações 
das propriedades mecânicas do osso cortical em função da idade [Burstein AH et al (1976)]. 
Paralelamente têm sido registadas variações na espessura da camada cortical do osso em 
função da idade [Mayhew PM et al (2005)] e que parecem estar relacionadas com um 
aumento dos valores de tensões no osso quando solicitado [Teixeira C et al (2008)]. A análise 
numérica por elementos finitos com base em dados obtidos por tomografia computorizada 
(TC), é uma metodologia não invasiva que tem sido utilizada para prever a resistência da 
extremidade proximal do fémur à fractura. A justificação é que esta metodologia consegue 
incorporar em simultâneo a forma tridimensional do osso, as propriedades mecânicas do 
tecido ósseo e a simulação da carga imposta [Bessho M et al (2004)]. 
O objectivo deste trabalho é avaliar a resistência do colo do fémur, conforme TC da figura 1, 
através da distribuição de tensões na extremidade proximal, quando solicitado, em indivíduos 
de faixas etárias distintas, considerando as características da camada cortical próprias de cada 
faixa etária. Realizaram-se análises numéricas em regime não linear considerando o osso 
cortical como tendo um comportamento elasto-plástico com as propriedades mecânicas, 
função da idade, enunciadas na tabela 1 [Burstein AH et al (1976)]. Com base nestas 
propriedades verifica-se que a resistência mecânica do osso é menor com o aumento da idade. 
 
Fig 1 – Modelo CAD 3D com base num TC. 
Tabela 1: Propriedades mecânicas do fémur. 
Idade 
(anos) 
Jovem: 
(30-39) 
Idoso: 
(80-90) 
Tensão cedência [MPa] 120 104 
Deformação limite 0.0068 0.00667 
Módulo elasticidade [MPa] 17600 15600 
Tensão última [MPa] 136 120 
Deformação última 0.032 0.022 
Módulo plástico [MPa] 637 1078 
A análise por elementos finitos será efectuada em regime não linear material utilizando-se o 
elemento finito Shell43 do Ansys com estas potencialidades, como se representa na figura 2. 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 10 
O carregamento limite máximo a impor no fémur é de 1784[N], conforme referência de 
[Teixeira C et al (2008)]. Verifica-se que o fémur jovem atinge 92,5% do valor máximo deste 
carregamento e o fémur idoso 80%. A estes valores de carga correspondem o nível de tensões 
equivalentes apresentados na figura 2. Os valores máximos das tensões obtidas localizam-se 
na região superior do fémur. No caso do fémur de 80 anos, as tensões obtidas ultrapassam o 
limite elástico de resistência do osso. Para o fémur de 30 anos, as tensões registam valores 
próximos do limite elástico de resistência do material. Torna-se por isso, evidente, que a 
redução com a idade da espessura do osso cortical na porção superior do colo do fémur 
associada às alterações das propriedades biomecânicas, também função da idade, origina o 
aumento das tensões para além do limite elástico na porção superior do colo do fémur idoso. 
Assim, a variação das características do osso cortical, função da idade, revela-se determinante 
para o aumento do risco de fracturas por tensão, com o aumento da idade. Para superar este 
aumento de tensões é importante limitar o esforço máximo a que o indivíduo possa vir a estar 
sujeito e criar estratégias preventivas para evitar a deterioração do osso cortical. 
 
Malha e condições fronteira. 
 
Fémur jovem. 
 
Fémur idoso. 
Fig. 2 – Resultados numéricos do campo de tensões equivalentes [MPa]. 
REFERÊNCIAS 
Ritchie RO, Kinney JH, Kruzic JJ, Nalla RK. A Fracture Mechanics and Mechanistic 
Approach to the Failure of Cortical Bone. Fatigue & Fracture of Engineering Materials and 
Structures, Vol28, pp. 345-371, 2005. 
Augat P, Schorlemmer S. The Role of Cortical Bone and its microstructure in bone strength. 
Age and Ageing, Vol35-S2, pp. ii27-ii31, 2006. 
Atkinson PJ, Weatherell JA. Variation in the Density of the Femoral Diaphysis with Age. The 
Journal of Bone and Joint Surgery. Vol49B, pp. 781-788, 1976. 
Burstein AH, Reilly DT, Martens M. Aging of bone tissue: mechanical properties, The 
Journal of Bone and Joint Surgery, Vol58, pp. 82-86, 1976. 
Mavhew PM, Thomas CD, Clement JG, Loveridge N, Beck TJ, Bonfield W, Burgoyone C, 
Reeve J. Relation between age, femoral neck cortical stability, and hip fracture risk. Vol366, 
N9, pp.129-135, 2005. 
Teixeira C, Fonseca E, Barreira L. Avaliação da Resistência do Colo do Fémur Utilizando o 
Modelo de Elementos Finitos. APAET Eds., CD e Abstracts, 7º Encontro Nacional de Análise 
Experimental de Tensões e Mecânica Experimental, Vila Real 23-25 de Janeiro 2008. 
Bessho M, Ohmishi I, Okazaki H, Sato W, Kominami H, Matsunaga S, Nakamura K. 
Prediction of the strength and fracture location of the femoral neck by CT-based finite-
element method: a preliminary study on patients with hip fracture. Journal Orthopaedic 
Science, Vol9 pp. 545-550, 2004. 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 11 
REF: 36R007 
 
 
SIMULAÇÃO COMPUTACIONAL DA ADAPTAÇÃO DO TECIDO 
ÓSSEO ÀS SOLICITAÇÕES MECÂNICAS 
 
Pedro G. Coelho1, José M. Guedes2 Paulo R. Fernandes2 e Helder C. Rodrigues2(*) 
1Depart. Engª Mecânica, Faculdade de Ciência e Tecnologia, Universidade Nova de Lisboa, Portugal 
2Depart. Engª Mecânica, Instituto Superior Técnico, Universidade Técnica de Lisboa, Portugal 
(*)
Email: hcr@ist.utl.pt 
 
 
RESUMO 
O osso é um material estrutural biológico em permanente processo de adaptação. Esta 
adaptação depende, entre outros factores, das solicitações mecânicas a que está sujeito. Para 
além disso o osso apresenta uma estrutura hierárquica, uma vez que podem ser identificados 
vários níveis estruturaisdesde uma escala nanoscópica até uma escala macroscópica. Os 
níveis de topo, correspondentes ao osso inteiro e a estrutura trabecular do osso esponjoso 
permitem identificar a distribuição de densidade óssea (escala macro ou global) e as 
correspondentes propriedades mecânicas do tecido esponjoso (escala micro ou local). 
Neste trabalho é apresentado um modelo de remodelação óssea que tem em conta o carácter 
hierárquico do osso. Com este modelo determina-se a distribuição de densidade à escala 
macroscópica (escala global) e a definição da arquitectura do osso trabecular numa escala 
microscópica (escala local). Na escala global o osso é considerado um material contínuo com 
propriedades mecânicas equivalentes calculadas pelo método da homogeneização. Na escala 
local a anisotropia do osso é aproximada através de um material celular periódico. Para cada 
escala há um problema de distribuição material em que a variável de projecto é, na escala 
global, a densidade relativa do tecido ósseo, e na escala local, a densidade que define a 
configuração do osso trabecular. Estes problemas de distribuição de material a duas escalas 
definem o processo de adaptação óssea, o qual é modelado matematicamente tendo em conta 
simultaneamente as solicitações mecânicas e factores biológicos que contribuem para a 
formação e absorção de osso [1]. 
Deste modo a lei de remodelação óssea é obtida considerando que o osso se adapta de modo a 
satisfazer simultaneamente um critério de máxima rigidez e um mínimo de custo metabólico 
de formação de osso. Utilizando uma formulação multi-carga, a lei de remodelação óssea que 
determina a distribuição de osso na escala micro, definindo a estrutura trabecular, é dada por, 
( ) ( ) ( )
1
H P
ijkl r r r
ij kl
r
E �
α k
t � =
∂∂  = − ∂ ∂ ∑ u u
µ ε ε (1) 
onde P é o número de casos de carga, µ é a densidade local (nível trabecular), ( )uε r é o tensor 
das tensões para o campo de deslocamentos ur solução da equação de equilíbrio global para o 
caso de carga r, e H
ijkl
E são as propriedades homogeneizadas para o osso trabecular. A 
densidade global ρ é obtida a partir da densidade local µ pela expressão, 
( ) ( ), d ,
Y
x x y Y x �ρ = µ ∀ ∈∫ onde Ω é o domínio do osso inteiro e Y é o domínio da micro-
célula onde é definida a estrutura trabecular. 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 12 
São apresentados exemplos tridimensionais para ilustrar o comportamento do modelo. A 
distribuição de densidades para o fémur é apresentada na figura 1a, enquanto a figura 1b 
mostra as microestruturas de elementos seleccionados de diferentes regiões anatómicas. O 
modelo permite obter uma distribuição de densidades que aproxima a morfologia do osso real. 
A nível local as microestruturas obtidas caracterizam as propriedades anisotrópicas do osso 
trabecular. Resultados anteriores mostraram que as microestruturas obtidas para um máximo 
de rigidez não apresentam a porosidade do osso real [2]. Neste trabalho, são incluídos 
constrangimentos de porosidade de forma a obter microestruturas que satisfaçam os requisitos 
biológicos. A figura 2 apresenta a porosidade obtida para o osso compacto e a correspondente 
representação gráfica das propriedades mecânicas. Os resultados tanto para a porosidade 
como para o nível de anisotropia são comparáveis a dados experimentais apresentados na 
literatura [3]. 
 
 
 
 
 
 
 
 
 
1 
 
 
 
 
 
2 
(a) 3 4 5 
 (b) 
Figura 1 - (a) Distribuição de densidades no fémur. (b) Microestruturas para algumas regiões do osso. 
 
 
Figura 2 – Porosidade do osso compacto. 
 
AGRADECIMENTOS 
Este trabalho foi financiado pela FCT através do projecto PTDC/EME-PME/71436/2006. 
 
REFERÊNCIAS 
[1] P. Coelho, P. Fernandes, J. Guedes and H. Rodrigues, “A hierarchical model for 
concurrent material and topology optimization of three-dimensional structures”, Int. J. Struct 
and Multidisc Opt, (2008), in press. 
[2] O. Sigmund, “On the optimality of bone structure”, Proc. IUTAM Symp. Synth. in Bio Solid 
Mech.. Copenhagen, Denmark, 1999 
[3] R. Martin, D. Burr, N. Sharkey, “Skeletal Tissue Mechanics”, Springer-Verlag, NY (1998). 
a 
b 
31.
b
a =Transversalmente 
isotrópico 
Isotropico 
≈≈≈≈ Isotropico 
≈≈≈≈ Transversalmente 
isotrópico 
 
5.1≈
b
a
Dados experimentais 
Porosidade = 7.5% 
Resultados Numéricos 
1 
2 
5 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 13 
REF: 36R008 
 
 
INSTALAÇÃO EXPERIMENTAL PARA SIMULAÇÃO DO FLUXO 
SANGUÍNEO NA VIZINHANÇA DA BIFURCAÇÃO ILÍACA 
 
Filipa Carneiro1(*), Vasco G. Ribeiro2, Senhorinha F. C. F. Teixeira3 e José C. F. Teixeira1 
1Universidade do Minho, Depart. Engª Mecânica - Guimarães, Portugal 
2Centro Hospitalar de Vila Nova de Gaia - Vila Nova de Gaia, Portugal 
3Universidade do Minho, Depart. Produção e Sistemas - Guimarães, Portugal 
(*)
Email: afcarneiro@dem.uminho.pt 
 
 
RESUMO 
As doenças cardiovasculares, como a aterosclerose, são uma das principais causas de morte. 
A aterosclerose inicia-se por uma inflamação da parede interior das artérias, o endotélio, que 
resulta na formação de placas de gordura na parede arterial. O progressivo aumento destas 
placas provoca o espessamento e a perda de elasticidade da parede arterial, reduzindo o débito 
sanguíneo para os órgãos vitais. As placas podem localizar-se em qualquer artéria de tamanho 
grande e médio, mas geralmente formam-se em artérias com curvaturas e ramificações 
[Berger and Jou, 2000], como as artérias coronárias, carótidas, renais e ilíacas. 
A formação de placa tem sido associada a uma lesão da parede arterial resultante de zonas de 
recirculação e oscilação da tensão de corte [Berger and Jou, 2000]. Têm sido efectuados 
vários estudos numéricos e in vitro [Taylor and Draney, 2004] para melhorar os 
conhecimentos dos factores que favorecem a aterosclerose. As condições fisiológicas mais 
relevantes devem ser replicadas, de modo a que os resultados sejam o mais realista possível. 
O fluxo de entrada deve representar o perfil transiente no tempo e oscilatório do ciclo 
cardíaco. Lee and Chen simularam numericamente um modelo da aorta com fluxo de entrada 
pulsátil, aproximado a uma função sinusoidal. Fragomeni descreveu um mecanismo para 
reproduzir as condições fisiológicas do fluxo sanguíneo dum ventrículo humano, baseado no 
uso de “pair of non-circular gears”. Estas investigações têm aproximado o perfil sanguíneo a 
funções sinusoidais simples e sempre positivas. No entanto, Taylor sugeriu perfis diferentes 
para a aorta abdominal supra e infra-renal, atingindo valores negativos no último caso. 
O grupo tem vindo a desenvolver um estudo numérico e experimental do fluxo sanguíneo 
pulsátil na bifurcação da aorta abdominal nas artérias ilíacas. O efeito da geometria do modelo 
e das condições de entrada e saída do fluxo foram analisados num programa de computação 
dinâmica de fluidos (CFD), o FLUENT [Carneiro et al., 2007]. Pretende-se ainda que estes 
resultados sejam validades experimentalmente. A instalação experimental foi já projectada 
(figura 1) e está em fase de construção. Para reproduzir o fluxo sanguíneo pulsátil [Carneiro et 
al., 2007] projectou-se um mecanismo came-seguidor de form closed que actua em conjunto 
com um sistema hidráulico adequado [Abreu et al., 2007]. 
Neste trabalho, pretende-se apresentar o projecto e construção de toda a instalação 
experimental, descrevendo os detalhes mais relevantes. Serão ainda apresentadas as condições 
representativas das condições fisiológicas em estudo, como o fluido de teste e secção de teste. 
O fluido de teste tem a densidade e viscosidade do sangue, mas é transparente e com um 
índice de refracção compatível com as medições no anemómetro laser doppler. A secção de 
teste foi feita em vidro e representa a aorta abdominal bifurcada nas artérias ilíacas com as 
dimensões já apresentadas no estudo numérico[Carneiro et al., 2007]. 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 14 
 
 
Figura 1. Projecto da instalação experimental. 
 
 
REFERÊNCIAS 
Berger, S.A., Jou, L-D., Flows in Stenotic Vessels, Annual Review of Fluid Mechanics, 32 
(2000) 347-382. 
Taylor, C.A., M.T. Draney, Experimental and computational methods in cardiovascular fluid 
mechanics, Annual Review of Fluid Mechanics, 36 (2004) 197-231. 
Lee, D., Chen, J.Y., Pulsatile flow fields in a model of abdominal aorta with its peripheral 
branches, Biomedical Engineering – Applications, basis & communications, 15(5) (2003) 
170-178. 
Fragomeni, G., Danieli, G. & Mundo, D., Mechanism Able to Reproduce the Volumetric 
Behaviour of a Human Ventricle in Physiological Conditions, Proceedings of EuCoMes, 
Austria, February 21-26 (2006). 
Carneiro, F., Ribeiro, V.G., Teixeira, J.C., Teixeira, S.F.C.F., Numerical Study of the 
Velocity Profile Effect in the Atherosclerosis Development. Proc. IEEE Conf. on 
Engenharias’07, Covilhã, Portugal (2007) (CD-rom). 
Abreu, S., Flores, P. Seabra, E., Carneiro, F., Teixeira, S. & Teixeira, J., Kinematic Synthesis 
of a Mechanism Able to Reproduce the Blood Flow in Arteries, 12th IFToMM World 
Congress, France, June 18-21 (2007). 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 15 
REF: 36R009 
 
 
INFLUÊNCIA DO OSSO TRABECULAR NO COMPORTAMENTO 
BIOMECÂNICO DE UMA MANDÍBULA HUMANA EM 
ACTIVIDADE MASTIGATÓRIA 
 
Paulo Piloto1(*), J. Ribeiro 2, J. C. Reis Campos 3, A. Correia 3 e M. Vaz 4 
1CENUME - IDMEC, Porto, Portugal 
2Departamento Tec. Mecânica, Instituto Politécnico de Bragança, Bragança, Portugal 
3Faculdade de Medicina Dentária, Universidade do Porto - Porto, Portugal 
4DEMEGI, Faculdade de Engenharia da Universidade do Porto - Porto, Portugal 
(*)
Email: ppiloto@ipb.pt 
 
 
RESUMO 
A mandíbula humana é um dos elementos anatómicos de difícil análise biomecânica, pois 
combina, com uma elevada sofisticação, uma complexa geometria que inclui osso cortical e 
trabecular, tecido dentário, ligamentos, nervos e vasos sanguíneos. Neste estudo é efectuado 
um estudo numérico sobre um modelo de um desdentado com implantes, determinado por 
tomografia computorizada. Foi considerado contacto perfeito entre os dois tipos de osso da 
mandíbula e os implantes, ver figura 1. 
 
 
a) Mandíbula com osso cortical. b) Mandíbula com osso cortical e trabecular. 
Fig. 1 – Modelo anatómico da mandíbula com implantes e dentes. 
 
É efectuado um estudo paramétrico para verificar a influência das propriedades do osso 
trabecular no comportamento biomecânico da mandíbula durante actividade mastigatória, 
impondo condições de fronteira e propriedades de materiais que se aproximam do seu 
comportamento durante este processo [Al-Sukhun et al, 2007], ver tabela 1. A densidade do 
osso na estrutura trabecular foi considerada para 25, 50 e 75%, [Rangert, B. et al, 1989]. 
 
Tabela 1. Propriedades elásticas dos materiais. 
Material Módulo de elasticidade [MPa] Coeficiente de Poisson 
Implantes de titânio 110,00 0,35 
Dentes artificiais 2,26 0,45 
Osso cortical 13,60 0,30 
Osso trabecular (d=25 %) 1,36 0,45 
Osso trabecular (d=50 %) 4,00 0,45 
Osso trabecular (d=75 %) 8,00 0,45 
 
Na actividade mastigatória existe principal intervenção dos músculos temporal, masseter, 
pterigóide e do grupo dos suprahióides, devendo considerar o equilíbrio de todas as forças 
intervenientes, [Piloto et al, 2008], ver tabela 2. 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 16 
Tabela 2. Forças envolvidas na actividade mastigatória. 
Força Valor [N] 
Mordida (distribuída em 3 pontos) 220 
Temporal 235 
Masseter 151 
Pterigóide medial 145 
Digátrico Desprezável 
 
O modelo de elementos finitos foi discretizado em elementos tetraédricos, Solid 45 (Ansys). 
Foi utilizada condição de simetria geométrica do modelo em análise, ver figura 2. 
 
a) Modelo completo. b) Modelo sem osso cortical. c) Pormenor do modelo do osso cortical. 
 
Fig. 2 – Modelo discreto da mandíbula com implantes e dentes. 
 
Os resultados serão apresentados em função da densidade do osso trabecular. As tensões 
máximas no osso trabecular são desenvolvidas perto das zonas de aplicação das forças de 
mordida, ver figura 3. O osso cortical representa grande parte da capacidade resistente da 
mandíbula. 
 
 
a) Densidade óssea 25%. b) Densidade óssea 50%. c) Densidade óssea 75%. 
Fig. 3 – Tensões equivalentes (von Mises), desenvolvidas no osso trabecular. 
 
REFERÊNCIAS 
Al-Sukhun, J. and Kelleway, J. “Biomechanics of the Mandible: Part II. Development of a 3-
Dimensional Finite Element Model to Study Mandibular Functional Deformation in Subjects 
Treated with Dental Implants”, The Inter. Journal of Oral & Maxillofacial Implants, 22: (3), 
455-466, 2007. 
Piloto, P.A.G.; Ribeiro, João; Campos, J. C. Reis; Correia, André; Vaz, M.A.P.; “Simulação 
Numérica do Comportamento de uma mandíbula Humana durante actividade mastigatória”; 
artigo apresentado nas actas do 7º Congresso Nacional de Mecânica Experimental; ISBN nº 
978-972-669-851-7, pp. 231-233; Vila Real, UTAD, 23-25 de Janeiro de 2008. 
Rangert, B.; LEMT, T.; Jorneus, L.; “Forces and moments on Branemark Implants”; Int. 
Journal oral Maxillofac. Implants, Vol. 4, nº 3, pp. 241-247, Fall 1989. 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 17 
REF: 36R010 
 
 
MECANISMO DA RESPIRAÇÃO E O IMPACTO NA SAÚDE 
 
Alexandre Kourbatov e António S. Matos 
Faculdade de Engenharia da UEM, Departamento de Engenharia Mecânica 
Maputo - Moçambique 
(*)
Email: akurmoz@yahoo.com 
 
 
RESUMO 
Em norma, uma pessoa consome por dia cerca de 10 000 litros ou 9 kg do ar, 2 litros de água 
e 1,2 Kg de alimentos sólidos. O ar desempenha naturalmente uma importância fundamental 
no corpo humana bem como o sono, a água, os alimentos, a higiene pessoal, a pureza do 
ambiente e a actividade física. 
Segundo a teoria oficial, a respiração realiza-se para troca de gases, para recepção do oxigénio 
e extracção do dióxido de carbono. O organismo consome o oxigénio para usa-lo nos 
processos de digestão, metabolismo, para criação e respiração das células, para queima dos 
resíduos das células, e extrai os resíduos dos produtos, das células em forma do dióxido de 
carbono. O ar inspira-se através do nariz ou da boca e segue para alvéolos pulmonares. Nos 
alvéolos realiza-se, por difusão, a imprescindível troca dos gases. O oxigénio difunde-se então 
dos alvéolos aos eritrócitos, que o fornecem para os órgãos e células diversas do organismo 
humano. Dos eritrócitos aos alvéolos difunde-se o dióxido de carbono e outros componentes 
de actividade do corpo humano. Uma pequena quantidade de oxigénio é recebida nas células 
como resultado dos processos de metabolismo e oxidação. Nas mitocôndrias, existentes no 
interior das células, é criada a energia necessária para o seu funcionamento. 
Segundo G.N. Petracovitch, a teoria da medicina oficial não explica donde aparece tal 
quantidade do CO2 e H2O, porquê não se diminui a temperatura do sangue que passa através 
dos pulmões com a inspiração do ar frio, porquê e como é gasto o surfactante dos alvéolos 
(ácido gordo não saturado). A teoria do G.N. Petracovitch afirma que nos pulmões, uma parte 
do oxigénio do ar inspirado utiliza-se para oxidação, combustão do surfactante dos alvéolos, 
tal como acontece nos motores de combustão interna. Como resultado, é formada a água e 
dióxido do carbono, extraindo-se o calor e o fluxo de electrões que cria o campo 
electromagnético de alta frequência, responsáveis pelo carregamento e excitação por indução 
dos eritrócitos. Nos eritrócitos realiza-se uma reacção de cadeia ramificada de oxidação dos 
radicais livres dos ácidos gordos não saturados da sua membrana (surfactante), quecria e 
acumula sobre surfactante o oxigénio, aumentando o calor, a energia e a carga da 
hemoglobina e membrana. Perdendo e dividindo uma parte da energia nas artérias, os 
eritrócitos entram nos capilares com menor carga e velocidade, aproximam-se às células de 
baixa carga eléctrica, onde, de novo, aparece uma descarga eléctrica, combustão do 
surfactante do eritrócito e criação do fluxo de electrões que excitam as células. Como 
resultado, criam-se nas células a energia, o oxigénio, o fluxo de neutrões, o campo 
electromagnético de alta frequência e realiza-se a respiração das células. 
Segundo a teoria de respiração do V.F. Frolov, através de volume do ar inspirado, frequência 
de respiração, pressão e composição do ar nos pulmões pode-se regular: o tipo de combustão 
nos pulmões; o nível de carregamento e a quantidade dos eritrócitos e células carregadas; a 
temperatura do corpo; o nível dos radicais livres; a qualidade e duração da vida. Deste modo, 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 18 
a inspiração intensiva e a expiração muito lenta, com pressão ligeiramente elevada na 
expiração, a quantidade menor do oxigénio e maior do dióxido de carbono no ar nos pulmões 
cria: a queima fria nos pulmões; o aumento da quantidade dos eritrócitos carregados com 
carga que não provoca as descargas fortes; a diminuição ou mesmo a eliminação das 
destruições no coração e nas artérias; o aumento da quantidade das células carregadas e da sua 
energia; a activação da respiração anaeróbica, do funcionamento do cérebro, da memória; o 
melhoramento dos processos de metabolismo, da assimilação dos produtos alimentícios; a 
diminuição da quantidade dos radicais livres, da temperatura do corpo, a diminuição do grau 
de envelhecimento; a cura da grande parte das doenças, o aumento da qualidade e da duração 
da vida. 
Com esta teoria e inalador inventado por V.F. Frolov apresentado em baixo pretende-se: 
investigar as possibilidades de curar diferentes doenças e aumentar a qualidade de vida das 
pessoas; organizar a implementação deste aparelho; elaborar e ensaiar o seu protótipo 
simplificado; organizar a fabricação destes protótipos em Moçambique. 
 
 
REFERÊNCIAS 
1. Bases da respiração endogénica (em russo). http://klub-ed.boom.ru/theory1.htm 
2.G.N. Petracovitch. Radicais livres contra os axiomas (em russo).� http://walrus.jino-
net.ru/radikal.htm 
3.V.F. Frolov. Respiração endogénica – medicina do terceiro milênio (em russo). 
http://www.lotos-om.ru/endogen.htm 
4. Intellect breathing. http://www.intellectbreathing.com 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia 
2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 19 
REF: 36R011 
 
 
DETERMINAÇÃO QUANTITATIVA SIMULTÂNEA DE 
SULFADOXINA E PIRIMETAMINA NO FÁRMACO 
ANTIMALÁRICO FANSIDAR 
 
Ana Raquel Fernandes Sitoe1, Victor Skripets2(*) e Sesaltina Nora Muzime2 
1Laboratório Nacional de Controle de Qualidade de Medicamentos do Ministério da Saúde 
Maputo, Moçambique 
2
Universidade Eduardo Mondlane, Faculdade de Ciências, Departamento. de Química 
Laboratório de Isolamento e Síntese de Substâncias Bioactivas (LAISSBio) 
Maputo, Moçambique 
(*)
Email: vskripets@hotmail.com 
 
 
RESUMO 
A malária continua a ser a infecção humana mais devastadora no mundo inteiro com 300 a 
500 milhões de casos clínicos e quase 3 milhões de mortes por ano. 
Em Moçambique, a malária é uma doença endémica, variando entre áreas meso -endémicas e 
hiper-endémicas. No País cerca de 48% de todas consultas externas e cerca de 63% de todas 
admissões pediátricas nos hospitais rurais e centrais foi atribuída a malária [Agostinho, A. 
Bela; Vlyalko, Ariadna, 2004] 
Cepas de P. Falciparum resistentes à cloroquina e a múltiplos agentes disseminaram-se e o 
grau de resistência medicamentosa aumentou. 
Hoje em dia na quimioterapia da malária usa-se o Fansidar que é uma combinação de 
Sulfadoxina (500mg) e Pirimetamina (25 mg) que inibe os passos subsequentes envolvidos 
na biossíntese do ácido tetrahidrofólico. Este reage com o ácido fólico, um cofactor essencial 
na biossíntese de ácidos nucléicos, resultando numa interferência com o ácido nucléico do 
protozoário e produção de proteínas. 
A baixa qualidade das medicamentos constitui o maior problema da saúde pública. 
Especialmente nos países em desenvolvimento onde há falta de recursos adequados para 
efectivamente controlar esses problemas. 
O uso de Sulfadoxina e Pirimetamina fora do prazo ou falsificados retarda o tratamento 
quimioterapêutico da malária e impede a dessiminação desta [Astier, H., C. Renard, V., 1997] 
É com essas considerações que nos descrevos um simples, rápido, barato e sensitivo método 
colorimétrico de autenticação desses antimaláricos. 
O fenómeno das interacções dador-receptor entre as moléculas orgânicas já foi aplicado com 
sucesso na análise dos produtos farmacêuticos [Betschart, B.; Sublet A.; Steiger S.,1991]. 
Essas interacções geralmente dão-nos complexos de cor muito intensa que absorvem na 
região visível do espectro electromagnético. Os π- receptores são constituídos pala maioria 
dos compostos orgânicos, incluindo os sistemas insaturados como núcleos aromáticos e 
heteroaromáticos contendo electrões com grupos retiradores, como é o caso de nitro, ciano, 
halo, quinonas e anidridos ácidos. Embora essas interacções são divididas em dadores e 
receptores de electrões devemos reconhecer que essa divisão é relativa. O teste é baseado na 
reacção do ácido Cloranílico, uma molécula típico л- receptor com Sulfadoxina e 
Pirimetamina, na qual ambos são л- dadores. Estudos preliminares sobre a termodinâmica de 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 20 
complexação dessas drogas com ácido Cloranílico revelaram altas e negativas constantes de 
equilíbrio e alta mudança de energia livre sugerindo alta estabilidade dos complexos. 
Foi feita a análise da absorção máxima para os complexos de Sulfadoxina, Pirimetamina e do 
complexante ácido Cloranílico usando 1,4-Dioxano como solvente. 
0
0.2
0.4
0.6
0.8
1
1.2
λ
(n
m
)
38
0
40
0
42
0
44
0
46
0
48
0
50
0
52
0
54
0
56
0
58
0
60
0
Ác. Cloranílico
Sulfadoxina
Pirimetamina
 
Figura 1: Absorção máxima para ácido Cloranílico (1), Sulfadoxina (2) e Pirimetamina (3) 
Os complexos de Sulfadoxina e Pirimetamina tem um màximo de absorção a 500 e 520 nm, 
respectivamente. Os limites de detenção destes complexos foram de 0.005 mg/mL para 
Pirimetamina e 0.010 mg/mL para Sulfadoxina. A curva de calibração foi linear a 0.015 
mg/mL para Pirimetamina e 0.020 mg/mL para Sulfadoxina.Usando o método de 
complexação obtivemos um rendimento de cerca de 94.79 ± RSD 3.85% até 98.04 ± 2.21% 
para Sulfadoxina e 93.75 ± RSD 0.89% até 103 ± 1.04% para Pirimetamina. 
Foram feitas também análises simultâneas usando um método oficial similar não-aquoso, 
tendo-se obtido 97.9 ± 2.3% até 100.1 ± 3.1% para Sulfadoxina e 97.8 ± 1.9% até 99.6 ± 
2.5% para Pirimetamina. 
Pode-se recomendar esta técnica desenvolvida pós a sua sensibilidade, exactidão e 
simplicidade dão-nos resultados fieis na garantia de qualidade e análise de estabilidade dessas 
drogas. 
 
REFERÊNCIAS 
Agostinho, A. Bela; Vlyalko, Ariadna; et al., Manual para a investigação na avaliação da 
eficácia da Artemisia Annua Híbrida no tratamento da malária; editado pelo Instituto 
Nacional da Saúde, Maputo, Moçambique, 2004. 
Astier, H. C., Renard, V., Cheminel, O., Soares, F. Mounier, F. Peyron, J. F. Chanlet, 
Simultaneous determination of pyrimethamine and sulfadoxine in human plasma by high-
performance liquid chromatography after automated liquid-solid extraction; J. Chromatogr. B: 
Biomed. Appl. 698 (1-2), 1997, 217-223. 
Betschart, B.; Sublet A.; Steiger S.; Determination of antimalarial drugs under field 
conditions using thin-layer chromatography; J. Planar Chromatogr. Mod. TLC 4 (2),1991, 
111-114. 
5º Congresso Luso-Moçambicano de Engenharia2º Congresso de Engenharia de Moçambique 
 
Capítulo XXXVI: A Engenharia e a Biomedicina 21 
REF: 36R012 
 
 
SÍNTESE E PROPRIEDADES QUÍMICAS DE 6-MERCAPTOPURINA 
 
Victor Skripets(*) e Assane Muamudo Momade 
Universidade Eduardo Mondlane, Faculdade de Ciências, Departamento de Química 
Laboratório de Isolamento e Síntese de Substâncias Bioactivas (LAISSBio) – Maputo, Moçambique 
(*)
Email: vskripets@hotmail.com 
 
 
RESUMO 
O 6-Mercaptopurina (6-MP) é um antimetabólito e um quimioterapéutico usado no tratamento 
da câncer (leucemia linfóctica e mielocítica) [Korolkovas, A; & Burckhalter, J.H., 1988]. 
Actualmente tem-se desenvolvido investigações tendo em vista a produção de antimetabólitos 
mais eficazes no tratamento de câncer, visando o estudo do metabolismo desses 
quimioterapéuticos em várias espécies de animais e no Homem, sem que apresentem elevada 
toxicidade. 
Em sistemas bacterianos e organismos mamíferos, 6-MP tem se mostrado como um inibidor 
de síntese de ácido nucléico, presumivelmente por bloquear a conversão do ácido inosínico à 
ribonucleotídeos purínicos. 
Similarmente, investigações recentes do mecanismo de acção de 6-MP, usando sistemas 
microbiológicos e preparações enzimáticas, têm mostrado que na forma de ribonucleotídeos, 
6-MP inibe a conversão enzimática do ácido inosínico. O mecanismo metabólico completo de 
6-MP nos mamíferos ainda não é bem elucidado. 
O 6-MP e outros análogos da purina não se encontram na natureza em forma livre. 6-MP por 
ser isolado a partir do ácido 6-tioúrico do tratamento da urina de ratos, assim como de seres 
humanos (mesmo acontecendo com o 6-tioguanina). 
Devido a toxicidade que possui o 6-MP no tratamento de câncer, coloca-se a possibilidade de 
testar as potencialidades quimioterapéuticas dos seus derivados baseando na interligação entre 
a estrutura química e a sua actividade anticarcinogénica, podendo tais análogos de 6-MP, 
contribuírem para o conhecimento do metabolismo de 6-MP e ser menos tóxicos face ao 6-
MP. 
O 6-MP é sintetizado a partir da hipoxantina, pela acção do pentassulfureto de fósforo (P2S5). 
 
 
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As propriedades químicas principais do 6-MP são caracterizados pelo grupo tiol (SH) e são 
reacções como alquilação, acilação, oxidação e redução. 
Maputo/Moçambique, 2-4 Setembro 2008 
Editores: J.F. Silva Gomes et al. 22 
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O presente trabalho baseou-se na síntese de derivados oxidados de 6-MP, em particular o 
dissulfureto de 6-MP e fluoreto de 6-sulfonilpurina [Beaman, A. G. & Robins, R. K., 1961]. 
A confirmação das estruturas foi feita usando os espectros de Infravermelho e de Ressonância 
Magnética Nuclear. 
 
REFERÊNCIAS 
Beaman, A. G. & Robins, R. K; Potential Purine Antagonists. Synthesis and Reaction of 
Some Purinesulfonyl Fluorides, J. Am. Chem. SoC., 83 (1961), 4038 – 4044. 
Korolkovas, A; & Burckhalter, J.H., Química Farmacêutica, Editora Guanabara Koogan S.A. 
Rio de Janeiro, Brasil, (1988), 618 – 641.